DE2811120C2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- DE2811120C2 DE2811120C2 DE2811120A DE2811120A DE2811120C2 DE 2811120 C2 DE2811120 C2 DE 2811120C2 DE 2811120 A DE2811120 A DE 2811120A DE 2811120 A DE2811120 A DE 2811120A DE 2811120 C2 DE2811120 C2 DE 2811120C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- signal
- circuit
- signals
- pulse
- transmitter
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
- 239000007943 implant Substances 0.000 claims description 20
- 241000237858 Gastropoda Species 0.000 claims description 12
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 12
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 claims description 11
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 11
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 3
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 3
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 claims description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 2
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 claims description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims 3
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 claims 2
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 claims 1
- 238000000354 decomposition reaction Methods 0.000 claims 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims 1
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 claims 1
- 238000012882 sequential analysis Methods 0.000 description 5
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 3
- 210000002768 hair cell Anatomy 0.000 description 3
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 3
- 230000035807 sensation Effects 0.000 description 3
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 210000000860 cochlear nerve Anatomy 0.000 description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 2
- 238000011161 development Methods 0.000 description 2
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 2
- 210000000959 ear middle Anatomy 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 2
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 2
- 210000003454 tympanic membrane Anatomy 0.000 description 2
- 206010011878 Deafness Diseases 0.000 description 1
- 208000000114 Pain Threshold Diseases 0.000 description 1
- 239000004809 Teflon Substances 0.000 description 1
- 229920006362 Teflon® Polymers 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002950 deficient Effects 0.000 description 1
- 210000001787 dendrite Anatomy 0.000 description 1
- 210000003027 ear inner Anatomy 0.000 description 1
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 1
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 210000004126 nerve fiber Anatomy 0.000 description 1
- 230000000926 neurological effect Effects 0.000 description 1
- 230000037040 pain threshold Effects 0.000 description 1
- 238000005192 partition Methods 0.000 description 1
- 230000002980 postoperative effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 description 1
- 230000008591 skin barrier function Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 230000017105 transposition Effects 0.000 description 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
Description
Die Erfindung bezieht sich auf eine Schaltung für eine
Hörprothese, mit in die Schnecke des menschlichen
Hörapparates implantierten Elektroden, einem Empfän
gerimplantat und einem äußeren, indirekt durch die
Haut induktiv an das Empfängerimplantat gekoppelten
Sender.
Die mechanischen Schwingungen, die die Töne bil
den, erregen, nachdem sie durch die Anordnung aus
Trommelfell und Gehörknöchelchen auf die Flüssigkei
ten des inneren Ohres übertragen wurden, die Haarzel
len oder Hörzellen der Schnecke. Diese Haarzellen for
men die mechanischen Schwingungen in elektrophysio
logische Signale um, die sie auf die Dendriten der Fasern
des Schneckennerves übertragen.
Wenn es sich um vollständig Taube handelt, deren
Haarzellen unzureichend sind, sind die klassischen Hör
apparate unwirksam, da diese lediglich mehr oder weni
ger die in das Ohr gelieferte mechanische Energie erhö
hen.
Die Arzte EYRIES und DJOURNO haben in dem
Artikel der Zeitschrift "Presse Medicale" 35 1417 von
1957 die Möglichkeit aufgezeigt, den Schneckennerv di
rekt durch einen elektrischen Strom zu reizen und auf
diese Weise eine Geräuschempfindung auszulösen, die
jedoch in diesem Stadium der Entwicklung konfus und
für das Gehirn nicht verständlich war.
Im übrigen sind seither Apparate für Hörprothesen
bekannt geworden, die in gewisser Weise das äußere
Ohr und das defekte mittlere Ohr durch direkte Stimu
lierung des Schneckennerves kurzschließen. Bei diesen
Apparaten wird die Schallinformation in elektrische Si
gnale umgeformt und durch Drähte auf Elektroden
übertragen, die in die Schnecke implantiert sind. Diese
Apparate haben viele Nachteile; unter anderem durch
queren die Drähte, die mit den Elektroden verbunden
sind, die Hautbarriere über ein Verbindungsstück aus
Teflon, was von dem Patienten auf die Dauer nicht ver
tragen wird.
Man kennt auch Apparate für Hörprothesen, in denen
die elektrischen Impulse zur Stimulierung des Schnek
kennerves von einem Empfänger geliefert werden, der
unter der Haut eingepflanzt und durch Induktion mit
einem äußeren Sender gekoppelt ist. Ein Apparat dieses
Typs ist in der US-PS 34 49 768 beschrieben.
Der in der US-PS 34 49 768 beschriebene Apparat
benutzt ein System aus n Elektroden, die in die Schnek
ke eingepflanzt sind. Durch Lokalisierung bestimmt
man für jede Elektrode eine von n aufeinanderfolgen
den Gruppen aus Fasern des Schneckennerves. Die n
Elektroden sind elektromagnetisch und jede für sich
durch die Haut hindurch an n Ausgänge des Senders
gekoppelt, der im wesentlichen ein Mikrofon, einen Ver
stärker und ein Netz aus n Toren aufweist, die für ein
Signal, das für die Schallinformation repräsentativ ist,
sequentiell durchlässig gemacht werden. Der Schall
wird durch das Mikrofon in ein analoges elektrisches
Signal umgewandelt. Das elektrische Signal wird in ei
nen Generator für die Herstellung eines neurologischen
Potentials behandelt und verläßt diesen in Form von
Ketten aus codierten Impulsen, von denen jede durch
das analoge elektrische Signal unabhängig moduliert ist.
Die Impulsketten können durch eine Amplituden- oder
eine Frequenz-Modulation moduliert werden. Bei der
bekannten Vorrichtung stimmt die Zahl der implantier
ten Spulen mit der Zahl der Elektroden überein. Eine
implantierte elektronische Einrichtung ist nicht vorge
sehen. Die bekannte Anordnung wirkt sich in einer
gruppenweisen Stimulierung der Fasern des Schnek
kennerves aus und innerhalb einer Gruppe wird eine um
so größere Zahl erfaßt, je größer die Amplitude des
Schall-Informationssignales ist. Die Frequenz dieses Si
gnales wird im Gehirn empfangen, ausgehend von der
Rücklauffrequenz der Stimulierung einer gleichen An
zahl von Fasern in diesen Gruppen. Der vorstehend
kurz beschriebene Apparat erfordert n elektromagneti
sche Kopplungsvorrichtungen, also gegebenenfalls n
Übertragungsinduktivitäten, die durch die Haut an n
Induktivitäten eines Empfängerimplantates gekoppelt
sind. Wenn auch eine solche Konzeption theoretisch
denkbar ist, so ist sie doch praktisch nur schwer akzep
tabel. Es ist nicht leicht, eine Anordnung vorzusehen, die
bei einem Minimum an Raum ein Übersprechen zwi
schen den n Kanälen vermeidet und die nicht eine ex
trem genaue Plazierung auf der chirurgischen Ebene
erfordert.
Jede Zone der Schnecke wird, in ihrer Längsrichtung
gesehen, durch eine spezielle, ihr entsprechende Tonfre
quenz wahlweise ins Spiel gebracht und gibt dem Ge
hirn eine Schallempfindung, die dieser Frequenz ent
spricht. Man kann also annehmen, daß es möglich ist, ein
gewisses Niveau der Unterscheidung von Tönen, Wor
ten und Musik dadurch wiederherzustellen, daß man
gewisse Zonen der Schnecke durch Signale stimuliert,
die ihrerseits gemäß den Haupt-Frequenzbändern der
empfangenen Töne verschieden sind. Die physiologisch
angepaßten Signale können dann jedes für sich elektro
magnetisch übertragen werden, um eine spezielle Elek
trode zu erregen, die in der Schnecke angeordnet ist. In
unmittelbarer Nähe der erregten Elektrode kann eine
Masseelektrode angeordnet werden; es ist jedoch durch
einen Aufsatz in der Zeitschrift "La Recherche", Band 6,
Nr. 56, Mai 1975, bekannt, daß man ebensogut auch
ohne eine in die Schnecke implantierte Masseelektrode
auskommen kann, wenn man in der Schnecke dielektri
sche Trennwände anordnet, um elektrisch dichte Fächer
zu bilden, was es ebensogut ermöglicht, fraktioniert und
selektiv begrenzte Anteile des Hörnerves zu stimulie
ren.
Aus der US-Zeitschrift: IEEE journal of Solid-State
Circuits, Vol. SC-10, No. 6, Dec. 1975, S. 472-479 und
der US-Zeitschrift: Electronics, Vol. 48, No. 4, Feb. 1975,
S. 38-40 sind Schaltungen bekannt, bei denen die Be
triebsenergie durch eine Induktanz und die Information
durch Ultraschall zugeführt wird. Dadurch sollen Inter
aktionen zwischen den Signalen vermieden werden und
damit eine bessere Toleranz gegenüber den Abwei
chungen zwischen den Übertragungsmitteln und den
Informationsmitteln gewonnen werden. Die jeder Elek
trode zugeordnete lnformation wird in Form einer Im
pulsserie übertragen, die eine Amplitude repräsentiert.
Ein implantierter Wandler verwandelt die numerischen
Impulse in eine analoge Form, um die betreffende Elek
trode zu steuern. Die Impulse werden durch Spannungs
änderung moduliert, jedoch ohne Modulierung der Im
pulsdauer.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine
Schaltung für eine Hörprothese, wie sie aus der US-PS
34 49 768 bekannt ist, so weiterzubilden, daß die Ener
gieübertragung auf das Empfängerimplantat mit einer
einzigen Spule möglich ist.
Die zur Lösung dieser Aufgabe geschaffene Schal
tung ist gekennzeichnet durch einen Satz von n Elektro
den, die an n verschiedenen Punkten der Schnecke im
plantiert sind, wobei die Punkte so gewählt sind, daß bei
ihrer Erregung durch die Elektroden die Identifizierung
von n verschiedenen, im hörbaren Bereich liegende Fre
quenzen durch das Gehirn möglich ist, einen äußeren
Sender mit ersten Analysemitteln zur aufeinanderfol
genden Analyse von n physiologischen Impulssignalen,
deren Mindest-Impulsdauer t ist, zweiten Analysemit
teln zum Analysieren des durch ein Mikrofon empfan
genen Schall-Informationssignals, wodurch n Analysesi
gnale gebildet werden, deren Frequenzen den n durch
das Gehirn identifizierbaren Frequenzen entsprechen,
Behandlungsmitteln zur Behandlung der Analysesignale
zur Formung der physiologischen Impulssignale und
Übertragungsmitteln zur Übertragung eines hochfre
quenten Signales durch die Haut mittels einer einzigen
Sender-Induktanz, wobei das hochfrequente Signal
durch Kurzsignale moduliert ist, die die aufeinanderfol
genden physiologischen Impulssignale enthalten und je
des Kurzsignal wenigstens n aufeinanderfolgende Im
pulse aufweist, von denen jeder für eine der n Elektro
den bestimmt ist und jeder Impuls eine Impulsdauer t
hat, die durch die Energie charakterisiert ist, die auf die
Elektrode zu übertragen ist, für die er bestimmt ist und
ein Empfängerimplantat, das durch die von ihm empfan
genen Signale derart mit Energie speisbar ist, daß eine
ausreichende Leistung bereitgestellt wird, wozu eine
einzige Eingangs-Induktanz, die auf einen elektroni
schen Schaltkreis zur Entnahme der in dem hochfre
quenten Signal enthaltenen Energie abgestimmt und an
diesen Schaltkreis angekoppelt ist, mit einem elektroni
schen Schaltkreis für die Speicherung dieser Energie
kombiniert ist.
In den Unteransprüchen 2 bis 11 sind vorteilhafte
Ausführungsformen und Weiterbildungen angegeben.
In der Zeichnung ist ein Ausführungsbeispiel der Er
findung dargestellt. Es zeigt
Fig. 1 ein schematisches Schaltbild des Senders,
Fig. 2 ein schematisches Schaltbild des Empfängerim
plantats und
Fig. 3 verschiedene graphische Darstellungen von bei
der Sendung und beim Empfang vorkommenden Signa
len.
In Fig. 1 sind die den Sender bildenden Schaltkreise
dargestellt. Ein Mikrofon 1 ist an einen Verstärker 2
gekoppelt, dessen Ausgang an einen Dynamikregler 3
angekoppelt ist.
Die Aufgabe des Dynamikreglers 3 ist die Anpassung
der Dynamik des Schall-lnformationssignals an die Dy
namik des Ohres. Ein Geräusch, das z. B. zwischen 40 dB
(Hörschwelle) und 100 dB (Schmerzgrenze) variiert,
wird im Schaltkreis 3 abgeschwächt, um einen Bereich
von 4 dB zu erhalten. Diese Abschwächung ist in jedem
Moment derart proportional zu der empfangenen mo
mentanen Lautstärke, daß der Empfindungsmaßstab im
Gehirn nicht deformiert wird (eine derartige Abschwä
chung wird bei Personen mit normalem Gehör durch
das Trommelfell und das Mittelohr bewirkt). Der Dyna
mikregler 3 enthält in bekannter Weise einen Analog-
Detektor für die Größe der Amplitude, einen Rechner
zur Ermittlung eines numerischen Steuersignals auf
grund des von dem Detektor gelieferten Analogwertes
und einen analog-numerischen Multiplikator, der das
von dem Verstärker 2 gelieferte Analogsignal in ein
Amplitudensignal umwandelt, das durch das numerische
Steuersignal moduliert ist (die inneren Schaltkreise des
Dynamikreglers sind nicht dargestellt).
Der Dynamikregler 3 ist an den Eingang einer
Auflösungsschaltung 4 für das verstärkte und durch den Dy
namikregler abgeschwächte Schall-Informationssignal
gekoppelt. Die Auflösungsschaltung zerlegt dieses Si
gnal in n Signale, deren Frequenzen fi n Frequenzen
entsprechen, die durch das Gehirn identifiziert werden
können. Zu diesem Zweck ist die Schaltung 4 mit n
Filtern F 1, F 2,... Fn ausgerüstet, die jeweils n korre
spondierenden Frequenzen zugeordnet sind, die den n
Frequenzen fi entsprechen, die durch das Gehirn mit
Hilfe von n Elektroden im Empfängerimplantat identifi
zierbar sind. Zum Beispiel kann die Schaltung 4 minimal
acht Filter (für acht implantierte Elektroden) enthalten.
Diese Filter gestatten die Zerlegung eines Bandes, das
die für das Verstehen nötige Information enthält und
sich z. B. zwischen 300 und 3000 Hz erstreckt, wobei die
identifizierbaren Frequenzen mit Hilfe einer Transposi
tion des Frequenzspektrums in einem Band zwischen
100 und 10 000 Hz liegen können.
Der Schaltkreis 4 ist mit seinem Ausgang an zwei
Schaltkreise angeschlossen, nämlich einen Schaltkreis 5
zur Amplitudenmessung und einen Schaltkreis 8 zur Bil
dung physiologischer Signale oder, anders ausgedrückt,
jeder Filter des Schaltkreises 4 ist an seinem Ausgang an
einen zugeordneten Energiebewerter SE des Schalt
kreises 5 gekoppelt, sowie an einen zugeordneten Mo
dulator GP des Schaltkreises 8.
Im übrigen sind die Schaltkreise SE1, SE2,... SEn
des Netzes 5 mit ihrem Ausgang an einen Multiplexer
(Mehrkanal-Gerät) 6 angeschlossen, während die
Schaltkreise GP1, GP2,... GPn des Netzes 8 mit ihrem
Ausgang an einen anderen Multiplexer 9 angekoppelt
sind. Die vorher erwähnten Mittel zur Signalanalyse be
stehen aus dem Multiplexer 9.
In dem Netz 5 bildet jeder Energiebewerter SE das
analoge Mittel der Amplituden der Signale, die er von
jedem Filter F erhält, an den er zwischen zwei durch die
sequentiell arbeitenden, zugleich den Multiplexer 6 bil
denden Analysemittel bewirkten Anwählvorgängen an
geschlossen ist. Die analogen Signale, die der Multiple
xer 6 bildet, werden in dem Analog-Digital-Umformer 7
in numerische Signale umgewandelt.
jeder Schaltkreis GP des Netzes 8 wird durch das
durch Auflösung gebildete Frequenzsignal aktiviert, das
von dem Filter F kommt, an den er angeschlossen ist.
jeder "Modulator" GP ist ein Generator für ein ange
paßtes physiologisches Signal (mehrere solcher physio
logischen Signale sind in Fig. 3 dargestellt). Die von den
Schaltkreisen GP1, GP2,... GPn gelieferten physiolo
gischen Signale sind Impulssignale, wobei die Impulse
eine Mindestdauer t haben und mit relativ langen Ruhe
zeiten r abwechseln. Die Werte t und r werden ausge
hend von im Laboratorium durchgeführten physiologi
schen Untersuchungen genau bestimmt. Die Dauer der
Impulse kann z. B. zwischen 0,2 und 0,4 ms liegen, wäh
rend die Ruhezeit in der Größenordnung von 0,5 ms
liegen kan. Die Amplitude der Impulse des physiologi
schen Signals ist konstant und entspricht einem Maxi
malwert. Es wurde gesagt, daß jeder Schaltkreis GP
durch das Ausgangssignal des Filters F, mit dem er ver
bunden ist, aktiviert wird; tatsächlich weist der Multiple
xer 9 im Verlauf der sequentiellen Analyse das Vorhan
densein oder Nichtvorhandensein eines hohen Niveaus
am Ausgang des angewählten Schaltkreises GP nach
entsprechend der Zusammensetzung des Schall-Infor
mationssignals, das durch das Mikrofon aufgefangen
wurde und entsprechend der Form des gebildeten phy
siologischen Signals.
Der Analog-Digital-Umformer 7 und der logische
Multiplexer 9 sind an ihrem Ausgang mit einem logi
schen Schaltkreis 11 (L) gekoppelt, der im übrigen die
sequentielle Analyse synchron steuert, die durch die bei
den Multiplexer 6 und 9 ausgeführt wird (Steuerleitung
cm). Gleichzeitig steuert der logische Schaltkreis 11
(Steuerleitung cm′) die Justierungsblocks R 1, R 2,... Rn
des Anpassungsnetzes 10.
Die Funktion des Anpassungsnetzes 10 hängt von der
speziellen Vorjustierung für jeden Patienten und jede
Ausrüstung ab. Tatsächlich hängt die Wirksamkeit einer
in die Schnecke eines Patienten implantierten Elektrode
von der Zahl der lebenden Zellen bei diesem Patienten
und von der Art und Weise ab, in der die Elektrode
implantiert wurde; es ist deshalb nötig, die gewonnenen
und für eine spezielle Elektrode bestimmten Größen zu
korrigieren. Man führt deshalb nach der Implantation
zunächst eine Justierung der Blocks R 1, R 2... Rn unter
Mitarbeit des Patienten durch. Wenn die Signale am
Ausgang der zugeordneten Schaltkreise GP und SE
analysiert sind, liefert der angewählte Block R eine Kor
rektur- bzw. Anpassungs-Multiplikationsgröße, die auf
den logischen Schaltkreis 1 1 übertragen wird.
In dem logischen Schaltkreis 11 werden die von dem
Multiplexer 9, dem Analog-Digital-Umformer 7 und
dem Anpassungsnetz 10 gelieferten Größen behandelt,
um ein aus Impulsen bestehendes Kurzsignal st zu bil
den, z. B. ein Signal, wie es in Fig. 3 dargestellt ist.
Impulse dieses Signales sind extrem kurz (der Impuls io
entspricht der Analyse von sp1), wenn das analysierte
physiologische Signal auf niedrigem Niveau liegt und
werden hinsichtlich ihrer Breite moduliert (der Impuls io
entspricht der Analyse von sp2), wenn das physiologi
sche Signal auf hohem Niveau liegt. Die Breite eines
Impulses, wie z. B. des Impulses ic, ist eine Funktion des
Wertes des numerischen Signals, das durch den Analog-
Digital-Umformer 7 geliefert wird und eine Funktion
der Korrekturzahl, die durch das Anpassungsnetz 10
geliefert wird. Anders gesagt: Die in einem Impuls, wie
z. B. dem Impuls ic, enthaltene Information ist eine In
formation mit korrigierter Amplitude.
Das Impulssignal st wird auf den Eingang eines Gat
ters 14 übertragen; es bildet die Bedingung für die Über
tragung des hochfrequenten, von dem Oszillator 13 ge
lieferten Signals "so" durch dieses Gatter. Die Träger
frequenz der Schwingung liegt vorzugsweise in der
Größenordnung von 3 MHz. Das Gatter 14 ist an die
lnduktanz 15 des Senders gekoppelt. (Die Induktanz 15
ist in Form eines Kreises dargestellt; diese Form ist
angepaßt an die Form der Antenne, die diese Induktanz
bildet und die über einen flexiblen Draht mit einem
tragbaren Senderkasten verbunden und auf dem Bügel
einer vom Patienten getragenen Brille montiert ist; die
exakte Lage dieser Antenne, die im Verlauf von post
operativen Versuchen ausgewählt wird, wird bestimmt
vom Ort des Empfängerimplantats, auf das sie sowohl
die Energie als auch die zur Verständigung erforderliche
Information überträgt.)
Damit ein physiologisches Signal erhalten wird, das
vom Gehirn wahrgenommen wird, muß dieses minde
stens eine minimale Impulsdauer t aufweisen. Dies be
deutet, daß die Untersuchungs- bzw. Abtastfrequenz F
< l/t sein muß. Dies bedeutet, daß ein Impuls des phy
siologischen Signals während seiner Dauer mehrmals
analysiert wird. Wenn beispielsweise für t der geringste
Wert 0,2 ms beträgt, wird der Impuls von der Zeitdauer t
viermal untersucht, wenn man eine Untersuchungsfre
quenz von 20 kHz verwendet. Diese Wahl wird in Ab
hängigkeit von der Integrationszeit des Ohres getroffen.
In Fig. 1 ist auch ein Schaltkreis 12 dargestellt; es han
delt sich hierbei um einen Hörbereitschaftskreis mit
sehr geringem Verbrauch, dessen Aufgabe die Begren
zung des Energieverbrauches ist. Zu diesem Zweck ist
der Hörbereitschaftskreis 12 an den Ausgang der
Schaltkreise GP 1, GP 2... GPn angekoppelt und weist
das Auftreten eines Ausgangssignals dieser Schaltkreise
nach und erregt die Senderschaltkreise erst im Augen
blick des Nachweises eines Signals. Anders gesagt ist die
elektrische Speisung der Senderkreise normalerweise
unterbrochen und diese treten erst in Tätigkeit, wenn
der logische Schaltkreis in Abhängigkeit von einem An
wesenheitssignal p, das durch den Hörbereitschaftskreis
12 geliefert wird, eine Bedingung d anzeigt (in der Tat
kommen selbst im Verlauf einer Unterhaltung zahlrei
che Unterbrechungen vor, wobei das Geräuschniveau
sehr häufig unter die Empfindlichkeitsschwelle der Mi
krofon-Filter-Anordnung fällt; außerdem liegt aufgrund
der Eigenschaften der Sprache und des physiologischen
Signals die Dichtheit der zu übertragenden Impulse we
sentlich unterhalb von 100%).
Es wurde im Vorstehenden mehrmals auf die in Fig. 3
dargestellten Kurven eingegangen. Die Kurven sp1, sp2,
sp3 und spn sind Beispiele für Signale, wie sie am Aus
gang der Schaltkreise GP 1, GP 2, GP 3 und GPn auftre
ten können. Gemäß diesen Beispielen ist nur der durch
den Filter F 1 und den Schaltkreis GP 1 gebildete Kanal
nicht aktiv. Zur Zeit tex einer Untersuchung (Analyse)
wird sich die sequentielle Analyse am Ausgang des logi
schen Schaltkreises in eine Folge von Impulsen überset
zen, die das Kurzsignal st bilden, da ja:
sp1 auf niedrigem Niveau (1) liegt, was einen Impuls io von kurzer Dauer ergibt,
sp2 auf einem hohen Niveau (2) liegt, was einen lan gen Impuls ic gibt, dessen Dauer eine Funktion der Multiplikatoren ist, die von dem Umformer 7 und dem Netz 10 geliefert werden,
sp3 und spn auf niedrigem Niveau (3) und (n) liegen, was zwei Impulse vom Typ io ergibt.
sp1 auf niedrigem Niveau (1) liegt, was einen Impuls io von kurzer Dauer ergibt,
sp2 auf einem hohen Niveau (2) liegt, was einen lan gen Impuls ic gibt, dessen Dauer eine Funktion der Multiplikatoren ist, die von dem Umformer 7 und dem Netz 10 geliefert werden,
sp3 und spn auf niedrigem Niveau (3) und (n) liegen, was zwei Impulse vom Typ io ergibt.
Als Zahlenbeispiel sei angegeben, daß die Impulse io
eine Dauer in der Größenordnung einer Mikrosekunde
und die Impulse ic eine Dauer von 10 µs haben können.
Das Kurzsignal st ist in Fig. 3 mit zwei zusätzlichen
Impulsen if und ia dargestellt. Der Impuls if ist ein Im
puls für das Ende der Ubertragung und demgemäß für
das Ende der Analysensequenz. Dieser Impuls spielt ei
ne Rolle in dem Empfängerimplantat, die weiter unten
erläutert werden wird und wird außerdem im Sender
selbst benutzt, um den logischen Schaltkreis in der War
testellung auf ein Anwesenheitssignal p, das von dem
Hörbereitschaftskreis abgegeben wird, zu halten und
um die anderen Schaltkreise des Senders in den Ruhezu
stand zu versetzen. Der andere Impuls ia von relativ
großer Dauer dient dazu, den Anfang einer Analysense
quenz zu markieren und erscheint demzufolge an der
Sequenz, die derjenigen folgt, die in der Kurve darge
stellt ist. Die Impulse if und ia werden von dem logi
schen Schaltkreis gebildet, dessen Taktgeber übrigens
aus dem Oszillator 13 bestehen kann; wie es die entspre
chende Verbindung is in Fig. 1 zeigt. Die Rolle des Im
pulses ia wird nachfolgend erläutert; die Zeit tr, die den
Impuls ia von dem Impuls if trennt, der im Verlauf der
vorhergehenden Analyse gebildet wurde, ist verhältnis
mäßig lang, aus Gründen, die ebenfalls nachfolgend dar
gelegt werden.
In Fig. 2 ist ein Blockschaltbild des Empfängerimplan
tats dargestellt. Dieses Blockschaltbild ist sehr stark ver
einfacht, da sich die wesentlichen Schaltkreise im Sen
der befinden. Das Empfängerimplantat enthält eine Ein
trittsinduktanz 16, einen Wähler (S), dessen Ausgänge
e 1, e 2,... en an n Elektroden angekoppelt sind, einen
Kanal-Demodulator 18 (DV), einen auf Null zurückstel
lenden Integrator 19 (IO) (Nullintegrator) und einen Fil
tergleichrichter 17 (RF) mit einem an seinem Ausgang
angeordneten Speicherkondensator C.
Vorstehend wurde gesagt, daß Vorkehrungen getrof
fen sind, damit das Empfängerimplantat durch die von
ihm aufgefangenen Signale gespeist wird. Es wurde
auch erklärt, daß das übertragene Signal ein Signal ho
her Frequenz ist, dessen Umhüllung durch das Kurzsi
gnal st gegeben ist. Die Reste des empfangenen hoch
frequenten Signales gestatten die Selbstspeisung des
Empfängerimplantats durch Gleichrichtung und Filte
rung des hochfrequenten Signals und Speicherung des
so gebildeten kontinuierlichen Signals im Kondensator
C. Da es nötig ist, den Kondensator Cvor jeder Demo
dulation des Kurzsignales aufzuladen, geht dem Kurzsi
gnal der Impuls ia voraus, wie dies in Fig. 3 bei der
Kurve st gezeigt ist. Es versteht sich von selber, daß alle
Impulse der Kurzsignale für die Aufladung des Konden
sators C genutzt werden.
Der Schaltkreis 18 ist ein Kanal-Demodulator. An
ders ausgedrückt, steuert der Schaltkreis 18 die sequen
tielle Auswahl der in die Schnecke eingepflanzten Elek
troden durch Phasensteuerung des Wählers S. Die
Steuerung findet an der Vorderfront der Kurzimpulse
statt: In der Kurve st nach Fig. 3 ist die Zeit (Wahlzeit)
se1 dargestellt, in der die mit dem Leiter e 1 am Ausgang
des Wählers 20 verbundene Elektrode angewählt ist und
die Zeit se2, in der die mit dem Leiter e 2 verbundenen
Elektrode angewählt ist. Der Demodulator 18 wird über
den Leiter adv gespeist.
Wenn eine Elektrode ausgewählt ist, wird sie von dem
Speicherkondensator C aus über einen Leiter ae ge
speist. Die übertragene Energie, ist also eine Funktion
der Dauer des Kurzimpulses, der in der Wahrheit ent
halten ist. Es sei bemerkt, daß alle nacheinander ausge
wählten Elektroden gespeist werden, unabhängig von
dem Resultat der im Sender stattfindenden sequentiel
len Analyse. Es kann aber z. B. die Zeit se1, die die
Analyse eines Impulses io von niedrigem Niveau ein
schließt, so sein, daß die auf die Elektrode übertragene
Energie die Ansprechschwelle des Hörnerves nicht er
reicht.
Der Wähler 20 (S) enthält einen Blindkanal und die
Zeit tr, die dem Impuls if folgt und das Ende der Wahl
zeit sen der n ten Elektrode markiert, wird durch den
Nullintegrator (tO) vorgegeben, der den Übergang des
Wählers auf seinen Blindkanal steuert. Der Nullintegra
tor 19 wird über die Leitung aio gespeist.
Die vorstehende Beschreibung dient lediglich nicht
einschränkenden Erläuterungszwecken. Es können An
derungen vorgesehen werden, ohne daß deshalb der
Rahmen der Erfindung verlassen wird.
Claims (11)
1. Schaltung für eine Hörprothese, mit in die
Schnecke des menschlichen Hörapparates implan
tierten Elektroden, einem Empfängerimplantat und
einem äußeren, indirekt durch die Haut induktiv an
das Empfängerimplantat gekoppelten Sender, ge
kennzeichnet durch einen Satz von n Elektroden,
die an n verschiedenen Punkten der Schnecke im
plantiert sind, wobei die Punkte so gewählt sind,
daß bei ihrer Erregung durch die Elektroden die
Identifizierung von n verschiedenen, im hörbaren
Bereich liegende Frequenzen durch das Gehirn
möglich ist, den äußeren Sender mit ersten Analy
semitteln zur aufeinanderfolgenden Analyse von n
physiologischen Impulssignalen, deren Mindest-
Impulsdauer t ist, zweiten Analysemitteln zum
Analysieren des durch ein Mikrofon empfangenen
Schall-Informationssignals, wodurch n Analysesi
gnale gebildet werden, deren Frequenzen den n
durch das Gehirn identifizierbaren Frequenzen
entsprechen, Behandlungsmitteln zur Behandlung
der Analysesignale zur Formung der physiologi
schen Impulssignale und Übertragungsmitteln zur
Übertragung eines hochfrequenten Signales durch
die Haut mittels einer einzigen Sender-Induktanz,
wobei das hochfrequente Signal durch Kurzsignale
moduliert ist, die die aufeinanderfolgenden physio
logischen Impulssignale enthalten und jedes Kurz
signal wenigstens n aufeinanderfolgende Impulse
aufweist, von denen jeder für eine der n Elektroden
bestimmt ist und jeder Impuls eine Impulsdauer t
hat, die durch die Energie charakterisiert ist, die auf
die Elektrode zu übertragen ist, für die er bestimmt
ist und das Empfängerimplantat, das durch die von
ihm empfangenen Signale derart mit Energie speis
bar ist, daß eine ausreichende Leistung bereitge
stellt wird, wozu eine einzige Eingangs-Induktanz,
die auf einen elektronischen Schaltkreis zur Ent
nahme der in dem hochfrequenten Signal enthalte
nen Energie abgestimmt und an diesen Schaltkreis
angekoppelt ist, mit einem elektronischen Schalt
kreis für die Speicherung dieser Energie kombi
niert ist.
2. Schaltung für eine Hörprothese nach Anspruch 1,
gekennzeichnet durch im Sender (Fig. 1) außerdem
enthaltene Mittel (SE) zur Messung der mittleren
Energie eines jeden der n durch Zerlegung des
Schall-Informationssignales zwischen zwei durch
die Mittel zur aufeinanderfolgenden Analyse
durchgeführte aufeinanderfolgende Analysen ge
wonnenen Signale und durch Multiplikationsmittel,
mit denen innerhalb eines Kurzsignales die Dauer
des Impulses, der für die Elektrode bestimmt ist,
deren Ort in der Schnecke die Identifizierung der
Frequenz (fi) gestattet, auf einen Wert bringbar ist,
der der mittleren Energie proportional ist, die für
das von der durch Zerlegung des Schall-Informa
tionssignales gewonnene Signal mit der Frequenz
(fi) ermittelt wurde.
3. Schaltung für eine Hörprothese nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß das Empfängerim
plantat (Fig. 2) unter anderem einen Gleichrichter
filter (17) aufweist, der an die einzige Eingangsin
duktanz (16) gekoppelt ist und der mit seinem Aus
gang an einen Speicherkondensator (C) gekoppelt
ist, wobei die aus dem Gleichrichterfilter und dem
Speicherkondensator bestehende Gesamtheit den
Speisungskreis für die Bestandteile des Empfänger
implantates bildet, wobei dieser Schaltkreis seiner
seits durch das hochfrequente Wechselstromsignal
gespeist wird, das in vom Kurzsignal definierten
Bestandteilen empfangen wird.
4. Schaltung für eine Hörprothese nach den An
sprüchen 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß der
Sender auch Mittel enthält, um in jedem Kurzsignal
einen Startimpuls (ia) für die Übertragung zu bil
den, dessen Dauer genügend groß ist, um durch
Gleichrichtung und Filterung des hochfrequenten
Wechselstromsignals, das er enthält, die Ladung
des Speicherkondensators auf eine Höhe zu brin
gen, die für die anfängliche Speisung der Bestand
teile des Empfängerimplantats ausreichend ist.
5. Schaltung für eine Hörprothese nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß das Empfängerim
plantat im wesentlichen einen Wähler (S) für die
aufeinanderfolgende Verbindung mit den n Elek
troden und einen Kanal-Demodulator enthält, der
das Weiterschalten des Wählers steuert und damit
die Erregung der n Elektroden in Abhängigkeit von
der Information an mittlerer Energie, die in jedem
der n Impulse des Kurzsignales enthalten ist.
6. Schaltung für eine Hörprothese nach einem der
Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die
Elektrode der Ordnung i unter den n implantierten
Elektroden durch die Schließung eines Schaltkrei
ses in Abhängigkeit von dem Kanal-Demodulator
des Empfängerimplantates erregt wird, welcher
Schaltkreis im Wähler die Elektrode mit dem Aus
gang des Speisungskreises verbindet, der aus dem
Gleichrichterfilter und dem Speicherkondensator
besteht, und zwar während der Dauer des Impulses
von der Ordnung i unter den n charakteristischen
Impulsen des Kurzsignales.
7. Schaltung für eine Hörprothese nach den An
sprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß die
im Sender befindlichen Mittel zur aufeinanderfol
genden Analyse im wesentlichen durch einen Mul
tiplexer (9) gebildet sind, der in Abhängigkeit von
einem logischen Schaltkreis (L) angeordnet ist, wel
cher Multiplexer nacheinander die Ausgänge von n
Signalbildnern (GP) für physiologische Signale mit
dem logischen Schaltkreis verbindet, wobei jeder
Signalbildner an den Ausgang eines von n Filtern
(F) für die Zerlegung des durch das Mikrofon (1)
aufgefangenen Schall-Informationssignales ange
schlossen ist und diese Filter n Frequenzen zuge
ordnet sind, die in einer Tonleiter enthalten sind, die
die für eine Verständigung nötige Information ent
hält und die den n Frequenzen entspricht, die mit
Hilfe von n in die Schnecke implantierten Elektro
den indentifizierbar sind und daß Einrichtungen (3)
vorgesehen sind, mit denen vor der Filterung die
Dynamik des Schall-Informationssignales durch
Abschwächung an die Dynamik des Ohres ange
paßt wird.
8. Schaltung für eine Hörprothese nach den An
sprüchen 1, 2 und 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die Mittel zur Messung der mittleren Energie eines
jeden der n durch Zerlegung des Schall-Informa
tionssignales gewonnenen Signale im wesentlichen
aus einem Netz (5) aus n Integratoren oder Ener
giebewertern (SE), von denen jeder an den Aus
gang eines von n Filtern (F) angekoppelt ist und aus
einem zweiten Multiplexer (6) besteht, der durch
den logischen Schaltkreis (11) synchron mit dem
ersten Multiplexer (9) gesteuert wird, wobei dieser
zweite Multiplexer (6) die Ausgänge der n Energie
bewerter (SE) nacheinander mit diesem logischen
Schaltkreis verbindet, und zwar über einen Analog-
Digital-Umformer (7), der nacheinander n erste
Multiplikationszahlen liefert, die eine Funktion der
n ermittelten mittleren Energien sind, wobei die im
logischen Schaltkreis (11) enthaltenen Multiplika
tionsmittel diese n Multiplikationszahlen verwen
den, um die Dauer der n Impulse zu modifizieren,
die die nacheinander erfolgenden Analysen der n
Signalbildner (GP) für die physiologischen Signale
darstellen.
9. Schaltung für eine Hörprothese nach einem der
Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß
der Sender außerdem ein Anpassungsnetz (10) aus
Einregulierungsblocks (R) aufweist, die nacheinan
der und synchronisiert mit dem ersten (9) und dem
zweiten Multiplexer (6) angewählt werden, wobei
diese Blocks n zweite Multiplikationszahlen liefern,
die eine Funktion der Wirksamkeit der n in die
Schnecke implantierten Elektroden sind, wobei die
Multiplikationsmittel diese n zweiten Multiplika
tionszahlen benutzen, um die Dauer der n Impulse
zu modifizieren, die die nacheinander erfolgenden
Ermittlungen der n Signalbildner für die physiologi
schen Signale charakterisieren.
10. Schaltung für eine Hörprothese nach Anspruch
1, dadurch gekennzeichnet, daß die Übertragungs
mittel im wesentlichen aus einem Hochfrequenz-Os
zillator (13) bestehen, der über ein Gatter (14) an
die einzige Induktivität (15) des Senders gekoppelt
ist, wobei die Durchlaßbedingung des Gatters
durch die oberen Niveaus der Impulse des Kurzsi
gnales (st) gebildet ist und wobei der Hochfre
quenz-Oszillator eventuell als Quelle für die Bil
dung der Taktgebersignale benutzt wird, die für die
Funktion des logischen Schaltkreises (11) nötig
sind.
11. Schaltung für eine Hörprothese nach einem der
Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß
der Sender außerdem einen Hörbereitschafts-
Schaltkreis (12) aufweist, dessen Eingang an den
Ausgang der n Signalbildner (GP) für physiologi
sche Signale gekoppelt ist und dessen Ausgang an
den logischen Schaltkreis (11) gekoppelt ist, wobei
dieser ab dem Zeitpunkt der Feststellung einer Ak
tivität am Ausgang eines der Signalbildner, welche
Feststellung durch einen Anwesenheitsimpuls am
Ausgang des Hörbereitschafts-Schaltkreises zum
Ausdruck kommt, ein Startsignal liefert für eine
Tätigkeit der Senderschaltkreise für eine Dauer, die
einer einzigen Analysensequenz äquivalent ist und
wobei der logische Schaltkreis am Ende des Kurzsi
gnales ein Signal (if) für die Beendigung der Über
tragung bildet, das auf das Empfängerimplantat
übertragen wird und in diesem benutzt wird, um die
Funktion eines auf Null zurückstellenden Integra
tors (Nullintegrator) des Wählers (S) in Gang zu
setzen und wobei Einrichtungen vorgesehen sind,
um eine relativ lange Ruhezeit (tr) herbeizuführen
zwischen dem Impuls (if) für das Ende der Übertra
gung eines Kurzsignales (st) vom Rang p und dem
Impuls (ia) für den Anfang der Übertragung des
Kurzsignales (st) vom Rang (p + 1), während der
Hörbereitschafts-Schaltkreis (12) dauernd eine
eventuelle Aktivität am Ausgang eines der Signal
bildner (GP) für physiologische Signale überwacht
und gegebenenfalls nachweist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
FR7707824A FR2383657A1 (fr) | 1977-03-16 | 1977-03-16 | Equipement pour prothese auditive |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2811120A1 DE2811120A1 (de) | 1978-09-28 |
DE2811120C2 true DE2811120C2 (de) | 1987-09-10 |
Family
ID=9188175
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19782811120 Granted DE2811120A1 (de) | 1977-03-16 | 1978-03-15 | Schaltung fuer eine hoerprothese |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4207441A (de) |
JP (1) | JPS53117296A (de) |
CH (1) | CH627603A5 (de) |
DE (1) | DE2811120A1 (de) |
DK (1) | DK155033C (de) |
FR (1) | FR2383657A1 (de) |
Families Citing this family (101)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3070698D1 (en) * | 1979-05-28 | 1985-07-04 | Univ Melbourne | Speech processor |
CH657984A5 (de) * | 1979-09-24 | 1986-10-15 | Ingeborg Johanna Hochmair Deso | Anordnung zur elektrischen stimulation eines rezeptors, empfangseinheit fuer die anordnung, uebertragereinheit fuer die anordnung und verfahren zur herstellung derselben. |
DE3008677C2 (de) * | 1980-03-06 | 1983-08-25 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs |
JPH0367694B2 (de) * | 1980-09-04 | 1991-10-23 | Hohamaiaa Ingeborugu Yohanna | |
CA1189147A (en) * | 1980-12-12 | 1985-06-18 | James F. Patrick | Speech processors |
US4408608A (en) * | 1981-04-09 | 1983-10-11 | Telectronics Pty. Ltd. | Implantable tissue-stimulating prosthesis |
DE3227483C2 (de) * | 1981-04-09 | 1995-07-27 | Cochlear Pty Ltd | Implantierbare Gehörschneckenprothese |
DE3250100C2 (de) * | 1982-07-20 | 1996-06-05 | Cochlear Pty Ltd | Prothese zum Stimulieren der Gehörnerven |
US4419995A (en) * | 1981-09-18 | 1983-12-13 | Hochmair Ingeborg | Single channel auditory stimulation system |
US4495384A (en) * | 1982-08-23 | 1985-01-22 | Scott Instruments Corporation | Real time cochlear implant processor |
GB8301526D0 (en) * | 1983-01-20 | 1983-02-23 | Fourcin A J | Apparatus for electrical stimulation of nerves |
US4532930A (en) * | 1983-04-11 | 1985-08-06 | Commonwealth Of Australia, Dept. Of Science & Technology | Cochlear implant system for an auditory prosthesis |
US4536844A (en) * | 1983-04-26 | 1985-08-20 | Fairchild Camera And Instrument Corporation | Method and apparatus for simulating aural response information |
US4858612A (en) * | 1983-12-19 | 1989-08-22 | Stocklin Philip L | Hearing device |
US4628907A (en) * | 1984-03-22 | 1986-12-16 | Epley John M | Direct contact hearing aid apparatus |
DE3420244A1 (de) * | 1984-05-30 | 1985-12-05 | Hortmann GmbH, 7449 Neckartenzlingen | Mehrfrequenz-uebertragungssystem fuer implantierte hoerprothesen |
US4617913A (en) * | 1984-10-24 | 1986-10-21 | The University Of Utah | Artificial hearing device and method |
US4593696A (en) * | 1985-01-17 | 1986-06-10 | Hochmair Ingeborg | Auditory stimulation using CW and pulsed signals |
US4739511A (en) * | 1985-01-25 | 1988-04-19 | Rion Kabushiki Kaisha | Hearing aid |
FR2581822B1 (fr) * | 1985-05-09 | 1987-06-26 | Genin Jacques | Systeme de traitement de signal pour prothese sensorielle multielectrode |
JPH053205Y2 (de) * | 1987-02-02 | 1993-01-26 | ||
DE3831809A1 (de) * | 1988-09-19 | 1990-03-22 | Funke Hermann | Zur mindestens teilweisen implantation im lebenden koerper bestimmtes geraet |
US5095904A (en) * | 1989-09-08 | 1992-03-17 | Cochlear Pty. Ltd. | Multi-peak speech procession |
US5271397A (en) * | 1989-09-08 | 1993-12-21 | Cochlear Pty. Ltd. | Multi-peak speech processor |
US5603726A (en) * | 1989-09-22 | 1997-02-18 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Multichannel cochlear implant system including wearable speech processor |
US5876425A (en) * | 1989-09-22 | 1999-03-02 | Advanced Bionics Corporation | Power control loop for implantable tissue stimulator |
US5597380A (en) * | 1991-07-02 | 1997-01-28 | Cochlear Ltd. | Spectral maxima sound processor |
FR2734711B1 (fr) * | 1995-05-31 | 1997-08-29 | Bertin & Cie | Prothese auditive comportant un implant cochleaire |
WO1997018689A1 (en) * | 1995-11-13 | 1997-05-22 | Cochlear Limited | Implantable microphone for cochlear implants and the like |
WO1997032629A1 (en) * | 1996-03-06 | 1997-09-12 | Advanced Bionics Corporation | Magnetless implantable stimulator and external transmitter and implant tools for aligning same |
US6978159B2 (en) * | 1996-06-19 | 2005-12-20 | Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Binaural signal processing using multiple acoustic sensors and digital filtering |
US6987856B1 (en) | 1996-06-19 | 2006-01-17 | Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Binaural signal processing techniques |
US5935166A (en) | 1996-11-25 | 1999-08-10 | St. Croix Medical, Inc. | Implantable hearing assistance device with remote electronics unit |
US6364825B1 (en) | 1998-09-24 | 2002-04-02 | St. Croix Medical, Inc. | Method and apparatus for improving signal quality in implantable hearing systems |
AUPQ161099A0 (en) | 1999-07-13 | 1999-08-05 | Cochlear Limited | Multirate cochlear stimulation strategy and apparatus |
US7206423B1 (en) | 2000-05-10 | 2007-04-17 | Board Of Trustees Of University Of Illinois | Intrabody communication for a hearing aid |
WO2001087011A2 (en) * | 2000-05-10 | 2001-11-15 | The Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Interference suppression techniques |
US6745077B1 (en) | 2000-10-11 | 2004-06-01 | Advanced Bionics Corporation | Electronic impedance transformer for inductively-coupled load stabilization |
US7136706B1 (en) * | 2002-02-25 | 2006-11-14 | Advanced Bionics Corporation | Distributed compression amplitude mapping for cochlear implants |
US7787956B2 (en) * | 2002-05-27 | 2010-08-31 | The Bionic Ear Institute | Generation of electrical stimuli for application to a cochlea |
AUPS259002A0 (en) * | 2002-05-27 | 2002-06-13 | Bionic Ear Institute, The | Generation of electrical stimuli for application to a cochlea |
US7512448B2 (en) | 2003-01-10 | 2009-03-31 | Phonak Ag | Electrode placement for wireless intrabody communication between components of a hearing system |
US7076072B2 (en) * | 2003-04-09 | 2006-07-11 | Board Of Trustees For The University Of Illinois | Systems and methods for interference-suppression with directional sensing patterns |
US7945064B2 (en) * | 2003-04-09 | 2011-05-17 | Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Intrabody communication with ultrasound |
US8065016B2 (en) * | 2003-12-10 | 2011-11-22 | The Bionic Ear Institute | Delayed stimulation in auditory prostheses |
US8401212B2 (en) | 2007-10-12 | 2013-03-19 | Earlens Corporation | Multifunction system and method for integrated hearing and communication with noise cancellation and feedback management |
DK2301261T3 (en) | 2008-06-17 | 2019-04-23 | Earlens Corp | Optical electromechanical hearing aids with separate power supply and signal components |
WO2010033933A1 (en) | 2008-09-22 | 2010-03-25 | Earlens Corporation | Balanced armature devices and methods for hearing |
US9544700B2 (en) | 2009-06-15 | 2017-01-10 | Earlens Corporation | Optically coupled active ossicular replacement prosthesis |
CN102640435B (zh) | 2009-06-18 | 2016-11-16 | 伊尔莱茵斯公司 | 光学耦合的耳蜗植入系统及方法 |
WO2011005500A2 (en) | 2009-06-22 | 2011-01-13 | SoundBeam LLC | Round window coupled hearing systems and methods |
WO2012088187A2 (en) | 2010-12-20 | 2012-06-28 | SoundBeam LLC | Anatomically customized ear canal hearing apparatus |
DK2823853T3 (en) | 2013-07-11 | 2016-09-12 | Oticon Medical As | Signal processor for a hearing aid |
EP2826521B1 (de) | 2013-07-15 | 2019-12-11 | Oticon Medical A/S | Hörhilfsvorrichtung mit einem implantierten Teil zum Messen und Verarbeiten elektrisch hervorgerufener Nervenreaktionen |
DK2849462T3 (en) | 2013-09-17 | 2017-06-26 | Oticon As | Hearing aid device comprising an input transducer system |
US10034103B2 (en) | 2014-03-18 | 2018-07-24 | Earlens Corporation | High fidelity and reduced feedback contact hearing apparatus and methods |
EP2959939A3 (de) | 2014-06-26 | 2016-04-13 | Oticon Medical A/S | Hörhilfevorrichtung mit einem implantierbaren teil |
EP2962632A1 (de) | 2014-07-04 | 2016-01-06 | Oticon Medical A/S | Cochlea-system und verfahren |
WO2016011044A1 (en) | 2014-07-14 | 2016-01-21 | Earlens Corporation | Sliding bias and peak limiting for optical hearing devices |
US9808623B2 (en) | 2014-10-07 | 2017-11-07 | Oticon Medical A/S | Hearing system |
US9924276B2 (en) | 2014-11-26 | 2018-03-20 | Earlens Corporation | Adjustable venting for hearing instruments |
DK3470112T3 (en) | 2015-01-13 | 2020-06-22 | Oticon Medical As | Cochlear implantat |
DK3103511T3 (da) | 2015-06-11 | 2019-06-03 | Oticon As | Cochlear høreanordning med kabelantenne |
EP3111993B1 (de) | 2015-06-30 | 2020-06-24 | Oticon Medical A/S | Durchführungsverbinder |
US20170095202A1 (en) | 2015-10-02 | 2017-04-06 | Earlens Corporation | Drug delivery customized ear canal apparatus |
EP3181192B1 (de) | 2015-12-17 | 2020-06-10 | Oticon Medical A/S | System zur schnellen erfassung von evozierten verbindungswirkungspotentialaufzeichnungen |
US11350226B2 (en) | 2015-12-30 | 2022-05-31 | Earlens Corporation | Charging protocol for rechargeable hearing systems |
US10178483B2 (en) | 2015-12-30 | 2019-01-08 | Earlens Corporation | Light based hearing systems, apparatus, and methods |
US10492010B2 (en) | 2015-12-30 | 2019-11-26 | Earlens Corporations | Damping in contact hearing systems |
EP3035710A3 (de) | 2016-03-30 | 2016-11-02 | Oticon A/s | System zur überwachung einer hörvorrichtung |
EP3291580A1 (de) | 2016-08-29 | 2018-03-07 | Oticon A/s | Hörgerät mit sprachsteuerungsfunktionalität |
CN109952771A (zh) | 2016-09-09 | 2019-06-28 | 伊尔兰斯公司 | 接触式听力系统、设备和方法 |
EP3310077A1 (de) | 2016-10-13 | 2018-04-18 | Oticon A/s | Hörgerät und verfahren zum schutz der komponenten eines hörgeräts |
WO2018093733A1 (en) | 2016-11-15 | 2018-05-24 | Earlens Corporation | Improved impression procedure |
US10743114B2 (en) * | 2016-11-22 | 2020-08-11 | Cochlear Limited | Dynamic stimulus resolution adaption |
DK3323467T3 (da) | 2016-11-22 | 2020-04-06 | Oticon Medical As | Binauralt cochlea implantatsystem |
AU2018203536B2 (en) | 2017-05-23 | 2022-06-30 | Oticon Medical A/S | Hearing Aid Device Unit Along a Single Curved Axis |
EP3407628A1 (de) | 2017-05-24 | 2018-11-28 | Oticon Medical A/S | Hörgerät mit einer anzeigeeinheit |
WO2019173470A1 (en) | 2018-03-07 | 2019-09-12 | Earlens Corporation | Contact hearing device and retention structure materials |
WO2019199680A1 (en) | 2018-04-09 | 2019-10-17 | Earlens Corporation | Dynamic filter |
EP3556279A3 (de) | 2018-04-19 | 2020-03-18 | Oticon Medical A/S | Nahinfrarotlicht in hörgeräten |
EP3513834A1 (de) | 2018-07-26 | 2019-07-24 | Oticon Medical A/S | System zum einsetzen einer cochlea-elektrode in die cochlea |
EP3598993B1 (de) | 2018-07-27 | 2023-08-09 | Oticon Medical A/S | Hörgerät mit einem cochlea-implantatsystem und steuerungsverfahren dafür |
EP3618294B1 (de) | 2018-08-31 | 2021-03-17 | Oticon Medical A/S | Implantierbare batterievorrichtung für herkömmliches cochleaimplantat |
US11178480B2 (en) | 2018-10-12 | 2021-11-16 | Oticon A/S | Noise reduction method and system |
EP3639886B1 (de) | 2018-10-17 | 2021-04-21 | Oticon Medical A/S | Kreuzkorrelationschwellwertschätzverfahren (xtem) |
DK3639885T3 (da) | 2018-10-17 | 2021-08-09 | Oticon Medical As | Selvdrevet elektrodearray |
DK3639889T3 (da) | 2018-10-17 | 2022-05-23 | Oticon Medical As | Implanterbar medicinsk anordning og fremgangsmåde til at levere ledningsforbindelser til den |
EP3836569A1 (de) | 2019-12-10 | 2021-06-16 | Oticon Medical A/S | Cochleaimplantat-hörhilfesystem |
EP3834881B1 (de) | 2019-12-10 | 2023-06-14 | Oticon Medical A/S | Cochleaimplantatsystem mit messeinheit |
EP3930347A3 (de) | 2020-06-02 | 2022-03-16 | Oticon A/s | Hörgerätesystem mit internetprotokoll |
EP3954428B1 (de) | 2020-08-14 | 2023-10-11 | Oticon Medical A/S | Cochlea-implantat mit verbesserter auswahl derjenigen zeitmerkmale, die in stimulationsimpulse eincodiert werden |
EP3957358A1 (de) | 2020-08-21 | 2022-02-23 | Oticon Medical A/S | Cochlea-implantatsystem mit optimierter rahmencodierung |
EP3988160B1 (de) | 2020-10-23 | 2023-07-05 | Oticon Medical A/S | Cochlea-implantatvorrichtung mit einer flexiblen elektrodenanordnung |
EP3991785A1 (de) | 2020-11-03 | 2022-05-04 | Oticon Medical A/S | Leistungsregelung eines cochlea-implantatsystems |
EP3995174B1 (de) | 2020-11-05 | 2023-06-28 | Oticon Medical A/S | Cochlea-implantatsystem mit messeinheit |
EP4101499A1 (de) | 2021-06-09 | 2022-12-14 | Oticon Medical A/S | Cochleares hörgeräteimplantat mit verbesserter verbindung zwischen einer elektrodenleitung und einem implantat |
EP4145860A1 (de) | 2021-09-01 | 2023-03-08 | Oticon Medical A/S | Antenne für ein knochenverankertes hörgerät |
EP4166189A1 (de) | 2021-10-15 | 2023-04-19 | Oticon Medical A/S | Aktive kontrolle der intracochleären stimulation |
EP4169566A1 (de) | 2021-10-20 | 2023-04-26 | Oticon Medical A/S | Cochleaimplantat mit mehrschichtiger elektrode |
EP4194050A1 (de) | 2021-12-07 | 2023-06-14 | Oticon A/s | Cochleaimplantatsystem mit antennendetektion, frequenzumschaltung und/oder frequenzabstimmung |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3449768A (en) * | 1966-12-27 | 1969-06-17 | James H Doyle | Artificial sense organ |
US3752939A (en) * | 1972-02-04 | 1973-08-14 | Beckman Instruments Inc | Prosthetic device for the deaf |
US4025721A (en) * | 1976-05-04 | 1977-05-24 | Biocommunications Research Corporation | Method of and means for adaptively filtering near-stationary noise from speech |
US4063048A (en) * | 1977-03-16 | 1977-12-13 | Kissiah Jr Adam M | Implantable electronic hearing aid |
-
1977
- 1977-03-16 FR FR7707824A patent/FR2383657A1/fr active Granted
-
1978
- 1978-03-13 CH CH269278A patent/CH627603A5/fr not_active IP Right Cessation
- 1978-03-13 US US05/885,992 patent/US4207441A/en not_active Expired - Lifetime
- 1978-03-15 DK DK116078A patent/DK155033C/da not_active IP Right Cessation
- 1978-03-15 DE DE19782811120 patent/DE2811120A1/de active Granted
- 1978-03-16 JP JP2932878A patent/JPS53117296A/ja active Granted
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DK116078A (da) | 1978-09-17 |
DK155033B (da) | 1989-01-30 |
CH627603A5 (fr) | 1982-01-15 |
FR2383657A1 (fr) | 1978-10-13 |
JPS53117296A (en) | 1978-10-13 |
US4207441A (en) | 1980-06-10 |
FR2383657B1 (de) | 1982-10-29 |
DE2811120A1 (de) | 1978-09-28 |
JPS621726B2 (de) | 1987-01-14 |
DK155033C (da) | 1989-07-03 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2811120C2 (de) | ||
DE69636715T2 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Erzeugung eines synthetisierten Elektrokardiogramms | |
DE69728173T2 (de) | Selbsteinstellendes cochleares implantatsystem | |
EP2826448B1 (de) | Vorrichtung zur auditorischen Stimulation | |
DE2803366C2 (de) | ||
DE19951491B4 (de) | Verringerung der Leistungsaufnahme bei medizinischen Vorrichtungen, bei denen mehrere digitale Signalprozessoren verwendet werden und zugehörige Verfahren | |
DE3003315C2 (de) | Verfahren zur Erzeugung von elektrokutanen Reizmustern als Träger akustischer Information und Gerät zur Durchführung dieses Verfahren | |
AT502787B1 (de) | Spitzenwert-abgeleitete zeitsteuer-stimulationsstrategie für ein mehrkanal-cochlear-implantat | |
AT506055B1 (de) | Synchronisation von zweiseitigen prothesen | |
DE3821970C1 (de) | ||
DE60125716T2 (de) | Cochlear-implantatsystem mit im aussenohr einsetzbarem teil | |
DE60212040T2 (de) | Telemetriesystem im Frequenzsprungbetrieb für eine implantierbare medizinische Vorrichtung | |
DE2322836A1 (de) | Ueberwachungsgeraet | |
DE112012000554T5 (de) | Systeme und Verfahren zum Erfassen einer Nervenstimulation mit einer implantierten Prothese | |
DE19951489A1 (de) | Leistungsverbrauchsverminderung bei medizinischen Geräten, welche eine Anzahl von Versorgungsspannungen sowie eine Taktfrequenzkontrolle verwenden | |
DE19951490A1 (de) | Leistungsverbrauchsverminderung bei medizinischen Geräten, welche eine Anzahl von digitalen Signalprozessoren sowie unterschiedliche Versorgungsspannungen verwenden | |
DE2608095A1 (de) | Vorrichtung zum erfassen und uebertragen von schrittmacherreizimpulsen | |
DE2811463A1 (de) | Elektrischer anreger fuer menschenmuskeln mit bioelektrischer steuerung | |
DE3008677A1 (de) | Verfahren zur elektrischen stimulation des hoernervs und multikanal-hoerprothese zur durchfuehrung des verfahrens | |
DE10355652A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Desynchronisation neuronaler Hirnaktivität | |
DE3034394C2 (de) | ||
DE2210763A1 (de) | Vorrichtung zur Messung der Folgefrequenzoder Periodendauer einer Folge zeitweilig rauschgestörter kurzer elektrischer Nutz-Wechselstromimpulse vorbestimmter Trägerfrequenz | |
DE10211766B4 (de) | Vorrichtung zur Behandlung von Patienten mittels Hirnstimulation sowie die Verwendung der Vorrichtung in der Medizin | |
DE102004025825A1 (de) | Vorrichtung zur Behandlung von Patienten mittels Hirnstimulation, ein elektronisches Bauteil sowie die Verwendung der Vorrichtung und des elektronischen Bauteils in der Medizin und medizinisches Behandlungsverfahren | |
DE2823798C2 (de) | Verfahren zur elektrischen Stimulation des Hörnervs und Multikanal-Hörprothese zur Durchführung des Verfahrens |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition |